JP2003500160A - インプラント、インプラントを作製するための方法、およびインプラントの使用 - Google Patents
インプラント、インプラントを作製するための方法、およびインプラントの使用Info
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Abstract
Description
タンを含むかまたはチタンから成り、1つまたはそれ以上の骨成長領域に適用す
ることができる1つまたはそれ以上の表面を持つ。前記表面の1つまたはそれ以
上に骨成長開始または骨成長刺激物質TS、例えばBMP(例えば2型または4
型)の補給所が配置される。BMPは骨形態形成たんぱく質(Bone Mor
phogenetic Protein)を表わし、補給所はチタン上の比較的
厚い酸化物層内の細孔配列によって形成される。
トにも関する。それはまた、前記種類の穴に適用するように意図されたインプラ
ントを作製するための方法にも関する。本発明はまた、好ましくはBMPの形の
骨成長開始および/または骨成長刺激物質が加えられた、多孔性が高く、厚い二
酸化チタン層の使用にも関する。
陽極酸化によって、1つまたはそれ以上の骨成長領域に当てて配置するかまたは
隣接して配置するように意図された1つまたはそれ以上のチタン表面上に、比較
的厚い酸化物層を生成するための方法にも関する。少なくとも前記表面を支持す
る部分は作製して電解液に浸漬するように意図され、インプラントを電解液面よ
り上の電気エネルギ源に接触させ、電解液中に配置された対向電極もエネルギ源
に接続させることによって酸化物プロセスは確立される。
ントが周囲の骨組織の一体化を可能にして、インプラントと組織との間の密着を
得ることができることはすでに知られている。しばしばオッセオインテグレーシ
ョンと呼ばれるインプラントと正常な骨組織との間の密着が今度は、インプラン
トの良好かつ永久的な固定を可能にし、これは様々な臨床治療状況で使用するこ
とができる。骨に固定されたチタン・インプラントは、歯の修復や歯の補綴用の
固定要素として使用することができる(指関節、義眼、人口耳、補聴器と比較さ
れたい)。旋削またはフライス削りによって生産されたチタン・インプラントに
より特に達成される良好な骨一体化が結果的に得られる理由は、構造(トポグラ
フィーおよび粗面度)と製造方法がもたらす化学組成の有利な組合せにあると見
ることができる。これに関連して、スウェーデン特許7902035−0を参照
することができる。上述のチタン表面は一般的に0.1〜1μmの粗面度(Ra
)を持つ。表面の化学組成は基本的に、薄い(<10nm)酸化物層の形で存在
する二酸化チタン(TiO2)である。表面はまた、10〜1000nmの範囲
の多孔性を持つものと指摘されている。従来知られている表面の細孔密度を走査
型電子顕微鏡下で綿密に研究すると、これらの表面の細孔密度は比較的低く、酸
化物の細孔の深さは10nmを超えることが無いことが分かる。
を研究するために、多数の実験研究が行なわれてきた。これらの研究で、チタン
表面の表面トポグラフィー、酸化物の厚さ、表面組成等、様々な特性を変化させ
るために、様々な表面作成方法が使用されてきた。チタン・インプラントの表面
トポグラフィーを変化させるために使用できる方法の例として、サンド・ブラス
ト、プラズマ溶射、粒子焼結、電解研磨、および陽極酸化がある。これらの研究
の結果は、様々なレベルの表面トポグラフィーが質および量の両方から骨一体化
およびインプラントの機械的固定に影響を及ぼし得ることを示している。前記特
許明細書と比較されたい。例えば、サンド・ブラスト表面およびマイクロメート
ル・レベルの粗面度(Ra)を持つねじ付きチタン・インプラントは、旋削また
はフライス削りを行なっただけの表面より高いねじり力をもたらすことができる
ことが示されている。また、特定の種類の電気化学的に変性されたチタン表面は
、旋削またはフライス削りを行なっただけのチタン表面より急速な骨一体化をも
たらすことができることも実証されている。この改善の理由はおそらく、より有
利な表面トポグラフィーとより大きい酸化物の厚さとの組合せにある。最後に示
した表面は不均質であり、比較的密な酸化物(TiO2)を持つ基本的に平滑な
領域と、約1μmのレベルの粗面度および特定の酸化物多孔性を持つ少数の領域
とで構成されるとみなすことができる。約200nmのこれらの表面の増大する
酸化物の厚さは結果的に、材料の耐食性を改善し、したがってチタン・イオンの
放出率が低くなるため、有利な効果をもたらすと期待することができる。
、チタン・インプラントの周囲の骨一体化率にプラス効果を持つことができると
いう仮説を提出することができる。また、前記インプラントに関連する一体化の
周囲の生物学的プロセスは、様々な種類の物質を使用することによって影響を及
ぼすことができることも知られている。したがって、骨が形成される速度は、骨
の成長を開始または刺激する物質によって生成される成長因子により大いに影響
を与えることができることが知られている。示すことのできる例として、TGF
−β上科に属する物質およびその他の骨基質たんぱく質がある。
とが本質的に知られている。とりわけ、「Journal of Biomed
ical Materials Research、第27巻、895〜900
(1993年)」でDunnらによって発表された「硫酸ゲンタマイシン・アタ
ッチメントおよび陽極酸化TI−6A1−4V整形外科材料からの放出」と題す
る論文を参照することができる。
タンおよび酸化物層を生成できることが、一般的に言及されている。これに関連
して、層を生物活性物質の補給所または貯蔵所として使用することが提案されて
いる。
Reserch、第29巻、65〜72(1995年)」におけるイシザワ・
ヒトシおよび荻野マコトによる論文「CaおよびPを含む陽極酸化チタン膜の形
成および特性」を参照することもできる。この論文は、多孔性の高い構造を層に
与える細孔構成を備えた比較的厚い酸化チタン層を生成するために、電気化学的
プロセスを使用することがすでに知られていることを示す。これに関連して、層
を急速な骨成長のための物質の支持体として使用できることも示されている。
表面上に生成されてきた。しかし大抵の場合、この作成の目的は、本発明に関係
するものとは違っていた。こうして、さらなる処理によって酸化物層上にハイド
ロキシアパタイト結晶を沈殿させることができる、カルシウム含有およびリン酸
含有酸化物層を開発することが従前から提案されていた。また、米国特許明細書
4,330,891および5,354,390ならびに欧州特許明細書9510
2381.1(676 179)をも参照することができる。
合、骨とインプラントとの間でより短い一体化プロセスを達成する必要がある。
チタン材および成長物質の特性をできる限り利用して、これを達成しなければな
らない。本発明はとりわけこの問題に基づいている。
ている。これに関して、顎骨の質がかなり異なることがあることが知られている
。特に顎骨の内部では、骨材が極めて軟らかく、かつ/または比較的薄い小柱を
呈することがある。そのような場合、信頼できるインプラント・アタッチメント
をもたらすことができることが好ましい。本発明はこの問題も解決し、効果的な
インプラントおよびインプラントを軟質骨材にもインプラントを固定するための
方法を提案する。
れる。これに関して、明瞭かつ効果的な方法を使用できることが重要である。本
発明はこの問題も解決する。
プラントと当該骨材との間の相互作用にはあまり考慮が払われなかった。インプ
ラントと象牙質または同等の骨との間に効果的な生物活性表面を確立することが
重要である。本発明はこの問題も解決する。
効果的な形成を達成することも重要である。本発明はこの問題も解決する。
た仕方で、所望または予め定められた期間中の物質の放出に介在できることが大
いに有利である。したがって、問題とする事例によって選択できる特定の期間中
の物質の放出をよりよく制御することが、有利となり得る。本発明はこの問題も
解決する。
の適用では従前のように単にチタン材自体の特性だけを使用するのではなく、生
物活性表面を使用することが重要である。インプラントに関連して骨成長を刺激
することによって、とりわけ歯科の分野では、一体化の問題を制御し改善する可
能性をもたらすことができる。本発明はこの問題も解決する。
効果的な一体化プロセスを期待できることが示された。1つまたはそれ以上の生
物活性物質を周囲の組織または骨環境に直接送り出すことによって、刺激因子を
効果的に達成することができる。本発明はこの問題も解決するように特に意図さ
れている。
ねじが設けられ、それを介してインプラントは、ねじ込みによって穴内に機械的
に固定される。ねじ込まれる表面構造にある程度の凸凹を設けると、より大きい
ねじ込み力が必要となり、それ自体は生物活性物質の支持機能を抑えてはならな
い。本発明はこの問題も解決する。
い顎骨の場合、これらの領域の骨の成長を強化する構成を形成できることが重要
であることが知られている。本発明は、この問題も解決することを目的とする。
ことが重要である。これらは、所望の結果の達成に成功するかかどうかを決定す
る際に、非常に重要になることがある。本発明はこの問題を解決する。
徴は、例えば1週間ないし2週間、それぞれの周囲の組織または組織/骨成長領
域への物質の制御されたまたは最適な放出を可能にする、1つまたはそれ以上の
放出機能によって物質が作用することである。一体化機能または骨成長機能がこ
れによって助長される場合、他の物質放出プロセスを確立することもできる。
した表面の1つまたはそれ以上の領域内における様々な細孔構成によって生じる
、2つ以上すなわち2つまたはそれ以上の放出構成を取り扱う。様々な細孔特性
を持つ細孔を使用することができる。したがって、例えば、開口しているかまた
は多少閉じた細孔、様々な細孔深さ、様々な細孔密度等を、前記表面の1つまた
はそれ以上の領域内に配置することができる。異なる領域に異なる細孔特性を設
けることもできる。
施形態では、酸化物層の表面は約20%のチタン、約55%の酸素、および約2
0%の炭素を含む。この酸化物層はそれだけで多孔性が非常に高くなる。
ある。このインプラントは、少なくとも前記ねじに関係する前記酸化物層または
表面を支持する。
、かつ好ましくは2〜10μmの範囲の厚さを持つ。酸化物層は非常に多孔でな
ければならず、細孔径は0.01〜10μmの範囲内である。
れが骨に形成された穴と協働できるチタン部を含むこと、およびチタン部が、穴
形成時に骨に当てて配置することができる表面を有する、1つまたはそれ以上の
非常に厚い酸化チタン層を持つように設計されることである。さらなる特徴は、
各酸化物層に、骨成長開始および/または骨成長刺激物質の補給所として機能す
る細孔構成が設けられること、および補給所に物質が充填され、インプラントが
穴に適切に配置されると、物質を周囲の組織または骨に放出するための放出機能
が作動するようになることである。
放出機能は、前記層の細孔構成および細孔特性によって制御することができる。
ンプラントが例えば機械加工によって作製され、一部分はチタンで形成され、イ
ンプラントが穴に適切に配置されるときに骨に当てて配置することができる表面
を持つことである。前記表面の前記チタンは、高い多孔性および比較的厚い酸化
物層が各関係表面に得られる程度に陽極酸化にさらされる。BMPとすることが
できる骨成長開始または骨成長刺激物質TSは、例えば物質で飽和状態にするか
、物質に浸漬するか、または物質を滴下および/または塗布することによって、
前記多孔性および厚い層になるまで施用される。インプラントは穴内のその位置
に配置され、結果として骨への物質の放出プロセスが装着により開始され、この
プロセスは組織および/または骨中の成分によってトリガされる。
れ以上のねじが設けられ、それを介してインプラントが骨内にねじ込まれる。1
つの実施形態では、酸化層およびその付随細孔システムは、物質が効果的に多孔
性の層内に浸透するように、物質を保持する容器中に選択された時間、例えば1
時間浸漬される。
非常に多孔でありかつ厚い酸化チタン層を、骨、好ましくは顎骨の穴内に装着で
きるインプラントに使用することによって特徴付けられる。
ト、ジョイント・インプラント等で使用されることを特徴とする。
の特徴は、酸化物層が1〜20μm、好ましくは2〜20μmの範囲の厚さを持
つことである。好適な実施形態では、酸化物層は0.4〜5μmの範囲の粗面度
を持つ。さらなる好適な実施形態では、酸化物層は非常に多孔であり、1×10 7 〜1×1010個/cm2の細孔数を持つ。各表面は基本的に、直径が0.1〜1
0μmの範囲の細孔を持つ。総細孔容積は5×10-2ないし10-5cm3の範囲
内であることが好ましい。
または希有機酸および/または少量のフッ化水素酸または過酸化水素を加えるこ
と、およびエネルギ源を150〜400ボルトの範囲内の電圧値で作動するよう
に選択することによって特徴付けられるとみなすことができる。
インプラントに対して電圧を様々なときに変化させることができる。さらに、イ
ンプラント上に様々な層厚さ、空隙率、または細孔特性を生じるために、電解液
の組成および/または電圧と共に、電解液中のインプラントの位置を変えること
ができる。
達成される。生物活性物質を使用する道を開いた以前の臨床試験は、今や、特に
堅さに関して低品質の骨に作製された穴に関して実用化することができる。本発
明は、顎骨に形成された穴に適用されるインプラントの場合に特に利益をもたら
し、そこでは周囲の骨材に対する制御された拡散機能(濃度拡散)を生物活性物
質に与えることができる。一体化および骨成長期間は、チタン材自体、インプラ
ントの幾何学的形状、および生物活性物質の組合せによって制御し、かつ向上す
ることができる。経済的に有利な方法を市場で確立することができ、作製された
インプラントおよびパッケージを市販することができるようになる。代替的に、
物質およびインプラント(特定の多孔性酸化物層特性を持つ)を別個に入手でき
るようにし、その後に指示に従って現場で組み立てることができる。
で添付の図面を参照しながら説明する。 図1は顎骨にねじ込むことによって固定されるねじ式インプラントの部分を示
す縦断面図である。 図1aはねじ表面に酸化物層が確立された、図1によるインプラントのねじを
示す部分表面拡大縦断面図である。 図1bは生物活性物質に部分的に浸漬され、多孔層を当該物質で飽和状態にし
た、図1および図1aによるインプラントの部分を側面から示す縦断面図である
。 図2は酸化物層に堆積された生物活性物質の放出機能を示すグラフである。 図3は図1によるインプラントの多孔性酸化チタン層の部分を示す超拡大斜視
図である。 図4は図1による第2多孔性酸化チタン層の部分を示す斜視図である。 図5は図3による層の細孔径および細孔数を示すグラフである。 図6は電解液、酸化エネルギ、および時間の組合せを使用して生成された酸化
物層の細孔特性の第1実施形態を示す平面図である。 図7は酸化チタンの細孔特性の第2実施形態を示す平面図である。 図8は図1によるインプラントの陽極酸化のための装置の側面図である。 図9は図9による酸化プロセスに関連して使用される電圧および電流関数を示
すグラフである。 図10は酸化チタン層のパラメータを示す表である。
一体化される速度を開始し、刺激し、増加するために、チタン製インプラントに
高い酸化物多孔性および酸化物厚さを確立することができる方法を提示する。本
発明は、骨が形成される速度が、例えばTGF−βおよびその他の骨基質たんぱ
く質を使用して生成される成長因子によって大きく影響させることができるとい
う認識に基づく。本発明はとりわけ、かかる物質を金属インプラントの周囲の骨
に、制御された仕方で送り出し、放出することを目的とする。酸化物層は高度の
多孔性を持つ。細孔容積は物質の補給所として機能する。細孔壁の比較的大きい
表面積は、吸収により物質を固定するのに使用される。本発明によると、インプ
ラント表面は、一体化に関してそれ自体積極的な特性を持つ、非常に多孔な酸化
チタンで作製される。活性物質の放出率を制御するために、本発明は、細孔密度
(つまり表面単位あたりの細孔数)および細孔形状(直径および深さ)を制御さ
れた仕方で変動させることを提案する。
スの効果を持つように設計され、かつ、それに加えて、インプラントの周囲の骨
の形成を助長する生物学的活性物質を放出するために、制御された仕方でインプ
ラント表面に送り出される効果的なサブストレートのための支持体を構成する機
能を持つ、チタン製インプラント上の表面層に関する。この表面は、主としてT
iO2を含み、かつ好ましくは1〜5μmの範囲(例えば4μm)またはそれ以
下の粗面度Raを持つ酸化物層から成る。加えて、酸化物層は、1つの実施形態
では1〜20μmの範囲内で変化させることのできる厚さを持つ。例外的な場合
、0.5μmまでの小さい値を使用することが可能である。酸化物層はまた非常
に多孔となり、表面単位当たり多数の開細孔を持ち、細孔径は0.01〜10μ
mの範囲で変化させることができる。好適な実施形態では、最下物層は2〜20
μmの範囲の厚さを持つ。さらなる実施形態では、酸化物層は0.4〜5μmの
範囲の粗面度を持つ。前記好適な実施形態では、酸化物層は非常に多孔であり、
1×107〜1×1010個/cm2の細孔を持つ。好適な実施形態のインプラント
はまた、0.1〜10μmの範囲の径の細孔をも持つ。細孔容量は上記に従って
選択される。この構成は、異なる特徴、より小さい径、多少閉じた構成、および
異なる深さを持つ細孔と組み合わせることができる。結果として得られる多孔性
酸化物層は、骨内のインプラントの適用において2つの主要な効果を生じる。第
1に、表面自体の特性は、粗面度、細孔容積、空隙率、および酸化物の厚さの好
適な組合せによって、骨の一体化およびインプラントの固定を加速する結果にな
ることが予想できる。加えて、第2の効果として、表面層は、骨の成長プロセス
に作用する、制御された量の生物学的活性物質を固定する適切な手段として機能
することができる。表面層はこうして、当該物質の支持体として機能する。固定
は原則的に異なる方法で達成することができ、第1に、当該溶液中の分子が細孔
壁の表面に自然吸着することによって達成される。第2実施形態では、当該物質
が零以外の正味電荷を持つという事実を利用する。これは、槽内の試料に適切な
電圧を印加することによって印加される電界によって、溶液から細孔壁の表面へ
の吸着が加速できることを意味する。第3の方法は、当該物質に適切な粘度を与
え、圧力によって物質を細孔内に押し込むことである。物質を適用する第4の方
法は、物質のためのゲル支持体を使用することである。ゲル支持体と物質は多孔
性酸化物層に施用され、あるいはそれに対して押しつけられる。ゲル支持体は高
粘性タイプのものである。この物質の場合の組織への放出または放出機能は、細
孔の幾何学的形状に依存する。細孔の形状または細孔の特性を制御することによ
って、様々な放出率を得ることができる。より小さい、またはより大きい細孔の
様々な組合せによって、放出が経過時間に対して所望のシーケンスをたどるよう
にプログラムすることができる。これは、初期段階では大きい細孔から高い放出
率が得られ、その後、小さくかつ/または深い細孔からより長い期間にわたって
遅い、またはよりおそい放出が続くためである。
はそのねじ3aを介して穴2内にねじ込まれている。前記ねじは、インプラント
が穴にねじ込まれるときに、顎骨内に対応するねじの形成を生じる。代替的に、
穴に予めねじを切っておくことができる。
示す。参照番号4および5は、ねじ部3a′の表面6および7上の酸化物層を示
す。ねじは旋削またはフライス削りされ、適切な場合には研磨するか、または別
の形の機械加工を施される。本例のインプラント3、3a′はチタン製であり、
前記層4および5は、以下で説明する方法で生成される酸化チタン層である。図
1aは、表面7の第1領域8を示す。当該領域は、上述したことに従って、様々
な細孔径、細孔深さ等を持つ細孔を含むことができる。図1aはまた、表面6の
第2部分拡大9をも示す。領域9のうちの異なる領域9aおよび9bに、異なる
細孔特性を提供することができる。
。容器内には、表面6′および酸化チタン層4′の部分が物質11中に浸漬され
た状態で示される。物質11中の浸漬により、物質は多孔層4′内に浸透し、こ
れはその後、インプラントが容器から取り出されたときに、このようにしてその
中に浸透した物質の補給所または貯蔵所として機能する。浸漬または吸着時間は
、多孔層の形状の関数として選択される。1つの実施形態では、層4′は例えば
1時間物質中に浸漬される(以下の記述も参照されたい)。
線12は、1ないし2週間続くように選択することができる期間中の第1放出機
能を示す。放出機能の他のコースは、曲線13および14によって示すように選
択することができ、曲線13は曲線12より大きく低下し、曲線14は初期に強
く比較的急速に低下する放出機能を示する。放出機能または曲線形状の選択肢は
、骨成長プロセスの経験に基づいて選択することができる。第1曲線は、比較的
ゆっくり低下する放出機能を示す。
造4′′では、表面が、ルチルおよび下にあるチタンの結晶構造から得られる回
折ピークを持つ。図4による構造4′′′は、アナターゼ、ルチル、および下に
あるチタンの混合物の結晶構造からの回折ピークを持つ。図3および図4による
酸化物層は幾分ことなる相対濃度を持つ。こうして、図3による酸化物層の表面
は21.1%のTi、55.6%および20.6%のCの組成を持つ。加えて、
少量のS(0.8%)、N(1.4%)、およびP(0.6%)がある。図4に
よる酸化物層の組成はそれぞれ21.3%、56.0%および20.5%(かつ
それぞれ0.8%、0.7%、および0.6%)である。図示した酸化物層内の
細孔の数は187.6×106の範囲とすることができる。総細孔容量または空
隙率は、およそ21.7×10-5cm3を選択することができる。酸化物層は、
例えば最長48時間までの飽和時間で物質中で飽和させることができる。
0.1〜0.8μmの範囲の細孔の数を示す。
を示す。
って生成することが好ましい。図8および図9を参照しながら、当該層を得るた
めの原理および手順を説明する。図8に、容器は18で示される。チタン陽極は
19で示され、多孔性メッシュ陰極は20で示される。チタン陽極のためのテフ
ロン(登録商標)絶縁は21で示され、陽極はテフロン・カバー22内を伸長す る。磁気撹拌器23も含まれる。陽極および陰極の接続はそれぞれ19′および 20′で示される。インプラントまたはインプラントの部分は、旋削、フライス 削り、研磨等によって機械的に加工することが好ましい。当該インプラントまた は部分は、電気化学的プロセスで処理されるチタン表面を含む。当該インプラン トまたは部分は、容器の電解液24の浴中に浸漬されたホルダに装着される。処 理されないインプラントの部分は液密保護カバーでマスクするか、または代替的 に適切なラッカーを処理しない当該部分に施用する。インプラントまたはその前 記部分はホルダを介して、電解液面より上の接続部19と電気的に接触する。電 解液中で、前記陰極20は対向電極として働く。この対向電極は適切な材料、例 えばPt、金、またはグラファイトで作成される。対向電極は、装置全体が連帯 的に電解液浴24中に固定されるように、ホルダ上に装着することが好ましい。 陽極酸化は、インプラント/インプラント部分/複数のインプラント部分と対向 電極との間に電圧を印加し、それにより当該インプラントまたはその部分に正電 位を与えることによって得られる。インプラント、インプラント部分/複数のイ ンプラント部分、対向電極、および電解液は電気化学的電池を構成し、そこでイ ンプラントまたはそのそれぞれの部分は陽極を形成する。インプラント/インプ ラント部分と対向電極との間の電位差は、インプラント/インプラント部分(対 向電極)に負(正)電荷の電解イオンの流れを生じさせる。適切な電解液が選択 された場合、電池内の電極の反応の結果、インプラント上、またはインプラント 部分の表面上に酸化物層が形成される。電極反応の結果ガスも形成されるので、 電解液は適切な方法で撹拌すべきであり、それはガスの気泡が電極表面上に残る のを防止する前記磁気撹拌器23を用いて行われる。
えば電解液の組成および温度、印加する電圧および電流、電極の形状、ならびに
処理時間によって影響される。所望の層を形成する方法について、以下でさらに
詳しく説明する。プロセス・パラメータが酸化物層の様々な特性にどのように影
響するか、ならびに酸化物の厚さおよび多孔性をどのように変化させることがで
きるかについても、例を挙げる。
ら出発して達成される。前の生産段階からの不純物を除去するために、表面は適
切な方法で、例えば有機溶剤中で超音波洗浄によって洗浄される。洗浄されたイ
ンプラントまたは洗浄されたインプラント部分は前記容器に固定され、容器は対
向電極と一緒にホルダ上に固定される。次いで装置は電解液中に浸漬することが
できる。次いで2つの電極は電圧源(図示せず)に結合され、電圧が印加され、
それによりプロセスが開始される。プロセスは、所望の時間後に、電圧の印加を
中断することによって停止される。
プロセスでは、電流は一定に維持され、電圧は電池の抵抗によって変化させるこ
とができるのに対して、定電位プロセスでは、電圧が一定に維持され、電流を変
化させることができる。所望の層は、定電流および定電位制御の組合せを用いる
ことによって形成することが好ましい。定電流制御は第1段階で使用され、電圧
は予め設定された値まで増加される。この電圧に達すると、プロセスは定電位制
御に切り替わる。形成された酸化物層の抵抗のために、電流はこの状態で低下す
る。
相は、様々なプロセス・パラメータによって異なり、また酸化物層の形成および
その特性をも反映する。
μm)が得られ、酸化物層の厚さは印加電圧にほぼ線形的に依存し、最大電圧に
達した後の処理時間には依存しない。これらの層は基本的に閉じており、例外的
な場合にのみ、それらは部分的に開口した多孔性を有する。大抵の電解液では、
臨界電圧は約100ボルトである。
なるが一般的に150〜400ボルトを印加する必要がある。これらの電圧では
、酸化物の厚さはもはや電圧に線形的に依存せず、代わりに、ずっと厚い層を生
成することができる。特定の電解液の場合、これらの電圧における酸化物の厚さ
は、最大電圧に達した後の処理時間にも依存する。この方法により多孔層を達成
するための適切な電解液として、希無機酸(例えば硫酸、リン酸、クロム酸)お
よび/または希有機酸(例えば酢酸、クエン酸)、またはこれらの混合物がある
。
トで、およびそれぞれ0.25モルのリン酸中で300ボルトで生成された、多
孔性酸化物層の例を示す。
約20%は、孔径(直径)が好ましくは0.1〜0.5μmの範囲の細孔から成
る。層の厚さは2μmである。リン酸で処理されたインプラントは、同様の細孔
密度を持つ。細孔の孔径分布はかなり変動し得る。細孔径は0.3〜0.5μm
の範囲で選択することが好ましいが、表面にはより大きい細孔(最高で1.5μ
mまで)もかなりの数存在することがある。この試料の酸化物の厚さは5μmで
ある。当該インプラント表面は追加的または代替的に、例えばフッ化水素(HF
)により化学的に前処理することができる。
造を示す。
囲内および発明の概念内で変形することができる。
面図である。
表面拡大縦断面図である。
および図1aによるインプラントの部分を側面から示す縦断面図である。
る。
細孔特性の第1実施形態を示す平面図である。
フである。
Claims (28)
- 【請求項1】 チタンを含むかまたはチタンから成り、組織辺縁および/ま
たは骨成長領域に適用できる1つまたはそれ以上の表面を持ち、1つまたはそれ
以上の前記表面に骨成長開始または骨成長刺激物質の補給所が配置され、この補
給所がチタン上の比較的厚い酸化物層内の細孔構成によって形成されるインプラ
ントにおいて、前記物質がある期間、それぞれの周囲組織または骨成長領域への
物質の好ましくは基本的に制御された放出を可能にする、1つまたはそれ以上の
放出機能によって作用するか、またはそれを取り扱うことを特徴とするインプラ
ント。 - 【請求項2】 1つまたはそれ以上の前記表面の1つまたはそれ以上の領域
内の異なる細孔構成によって2つまたはそれ以上の放出構成が得られることを特
徴とする、請求項1に記載のインプラント。 - 【請求項3】 1つまたはそれ以上の領域内に例えば、開口しているか多少
閉じている細孔、細孔深さ、細孔密度、細孔容積等が配置されることを特徴とす
る、請求項1または2に記載のインプラント。 - 【請求項4】 所望の経時的放出シーケンスを達成するために、より大きい
細孔とより小さい細孔の組合せを構成することにより、放出機能が作動すること
を特徴とする、請求項1、2、または3に記載のインプラント。 - 【請求項5】 より大きい細孔がより迅速な放出を達成し、より小さくかつ
/または深い細孔が遅い放出を達成することを特徴とする、請求項4に記載のイ
ンプラント。 - 【請求項6】 異なる領域に異なる細孔特性を設けることを特徴とする、請
求項1ないし5のいずれかに記載のインプラント。 - 【請求項7】 前記酸化物層の表面が約20%のチタン、約55%の酸素、
および約20%の炭素を含み、それ以外の層が二酸化チタンから成ることを特徴
とする、請求項1ないし6のいずれかに記載のインプラント。 - 【請求項8】 前記酸化物層が約1〜5μmまたはそれ以下の粗面度を持つ
ことを特徴とする、請求項1ないし7のいずれかに記載のインプラント。 - 【請求項9】 前記酸化物層が約1〜20μm、好ましくは2〜20μmの
範囲内の厚さを持つことを特徴とする、請求項1ないし8のいずれかに記載のイ
ンプラント。 - 【請求項10】 前記酸化物層が非常に多孔であり、細孔径が0.01〜1
0μmの範囲であることを特徴とする、請求項1ないし9のいずれかに記載のイ
ンプラント。 - 【請求項11】 組織および/または骨、例えば顎骨内に形成された穴に適
用するインプラントにおいて、それが穴の形成と協働できるチタン部を含むこと
、前記チタン部が、穴形成時に組織および/または骨に当てて配置することので
きる表面を有する1つまたはそれ以上の非常に厚い酸化チタン層を持つように設
計されること、各酸化物層に、骨成長開始および/または骨成長刺激物質、例え
ばTGF−β上科に属する物質の補給所として機能する細孔構成が設けられるこ
と、および前記補給所に物質が充填され、前記インプラントが前記穴に適切に配
置されると、前記物質を前記骨に放出するための放出機能が作動するようになる
ことを特徴とするインプラント。 - 【請求項12】 前記放出機能が選択された期間にわたり制御されることを
特徴とする、請求項11に記載のインプラント。 - 【請求項13】 前記放出機能が前記層内または層上の細孔構成および細孔
特性の選択によって制御されることを特徴とする、請求項12に記載のインプラ
ント。 - 【請求項14】 前記酸化物層が非常に多孔であることを特徴とする、請求
項9ないし13のいずれかに記載のインプラント。 - 【請求項15】 それが前記酸化物層および表面をそのねじ上に支えるスク
リュー・インプラントであることを特徴とする、請求項9ないし14のいずれか
に記載のインプラント。 - 【請求項16】 組織および/または骨、好ましくは顎骨に形成された穴に
適用するように意図されたインプラントを作製するための方法において、前記イ
ンプラントが例えば機械加工によって作製され、前記インプラントが前記穴に適
切に配置されるときに前記骨および/または組織に当てて配置することができる
表面を持つチタンの部分を持つこと、前記表面の前記チタンが、高い多孔性およ
び比較的厚い酸化物層が各関係表面に得られる程度に陽極酸化にさらされること
、骨成長開始物質または骨成長刺激物質、例えばTGF−β上科に属する物質が
、例えば飽和または浸漬によって前記多孔性の厚い層に施用されること、および
前記インプラントが前記穴内のその位置に配置されると、結果的に前記骨への前
記物質の放出プロセスが、前記組織および/または骨の成分の放出によって開始
されることを特徴とする方法。 - 【請求項17】 前記インプラントの前記表面を支持する部分に1つまたは
それ以上のねじが設けられること、および前記インプラントが前記骨にねじ込ま
れることを特徴とする、前記請求項16に記載の方法。 - 【請求項18】 前記酸化物層が前記物質を保持する容器内に浸漬されるこ
とを特徴とする、請求項16または17に記載の方法。 - 【請求項19】 骨成長開始または骨成長刺激物質、例えばTGF−β上科
に属する物質が加えられた非常に多孔な厚い酸化チタン層の使用において、それ
が、組織および/または骨、好ましくは顎骨の穴内に装着することができるイン
プラント上に使用されることを特徴とする使用。 - 【請求項20】 それが前記インプラントのねじおよび/または前記ねじよ
り上の領域に使用されるを特徴とする、請求項19に記載の使用。 - 【請求項21】 それが軟質かつ/または退縮した骨が関与する穴内に使用
されることを特徴とする、請求項19または20に記載の使用。 - 【請求項22】 チタンを含むかまたはチタンから成り、組織辺縁および/
または骨成長領域に適用できる1つまたはそれ以上の表面を持ち、1つまたはそ
れ以上の前記表面に骨成長開始または骨成長刺激物質、例えばTGF−β上科に
属する物質の補給所が配置され、この補給所がチタン上の比較的厚い酸化物層内
の細孔構成によって形成されるインプラントにおいて、前記酸化物層が1〜20
μmの範囲、例えば2〜20μmの厚さを持つことを特徴とするインプラント。 - 【請求項23】 前記酸化物層が0.4〜5μmの範囲の粗面度を持つこと
を特徴とする、請求項22に記載のインプラント。 - 【請求項24】 前記酸化物層が非常に多孔であり、1×107〜1×101 0 個/cm2の細孔を持つことを特徴とする、請求項22または23に記載のイン
プラント。 - 【請求項25】 各表面が基本的に0.1〜10μmの範囲の直径の細孔を
持つこと、かつ/または総細孔容積が5×10-2〜10-5cm3の範囲内である
ことを特徴とする、請求項22、23、または24に記載のインプラント。 - 【請求項26】 チタンを含むかまたはチタンから成るインプラント上に、
陽極酸化によって、1つまたはそれ以上の組織および/または骨成長領域に当て
て配置するかまたはそれに隣接して配置するように意図された1つまたはそれ以
上のチタン表面上の比較的厚い酸化物層を生成するための方法であって、少なく
とも前記表面を支持する部分を作製して電解液に浸漬し、前記インプラントを電
解液面より上の電気エネルギ源に接触させ、電解液中に配置された対向電極も前
記エネルギ源に接続させることによって前記酸化物プロセスが確立される方法に
おいて、前記電解液の組成に希無機酸、希有機酸、および/または少量のフッ化
水素酸または過酸化水素を加えること、および前記エネルギ源を150〜400
ボルトの範囲の電圧値で作動するように選択することを特徴とする方法。 - 【請求項27】 同一表面領域内に異なる細孔径を形成するために、同一イ
ンプラントに対して様々なときに電圧を変化させることを特徴とする、請求項2
6に記載の方法。 - 【請求項28】 異なる酸化物厚さおよび/または異なる空隙率または細孔
特性を持つ領域を形成するために、前記電解液の組成および/または電圧と共に
、前記電解液中の前記インプラントの位置を変化させることを特徴とする、請求
項26または27に記載の方法。
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